磁共振系统的控制的制作方法与工艺

本发明涉及用于控制带有多个高频发送通道的磁共振系统的控制方法，通过所述高频发送通道在运行中平行地发送HF（高频）脉冲序列，其中对于高频发送通道的多个，预先给定共同的参考脉冲序列，且在HF脉冲优化方法中通过考虑预先给定的目标磁化对于高频发送通道的每个，确定发送比例因数，以基于参考脉冲序列对于发送通道计算HF脉冲序列。此外，本发明涉及脉冲优化装置以在此HF脉冲优化方法的范围内对于各个高频发送通道确定发送比例因数，以及涉及带有此脉冲优化装置的磁共振系统。

背景技术：
在磁共振系统或磁共振断层成像系统中，通常借助于基本场磁体系统使待检查体受到例如3特斯拉或7特斯拉的相对高的基本场磁场（也称为“B0场”）。此外，借助于梯度系统施加磁场梯度。通过高频发送系统，通过合适的天线装置发送高频激励信号（HF信号），这应导致通过此高频场谐振地激励的确定的原子的核自旋，以相对于基本磁场的磁力线倾斜限定的翻转角。此高频激励或作为结果的翻转角分布在下文中也称为核磁化或简称为“磁化”。在核自旋弛豫时辐射出高频信号，即所谓的磁共振信号（也称为“B1场”），所述磁共振信号通过合适的接收天线接收且然后被进一步处理。由如此获得的原始数据可最后重构希望的图像数据。用于核自旋磁化的高频信号的发送通过所谓的“全身线圈”（也称为“Bodycoil”）进行，或经常也使用放置在患者或被测试者上的局部线圈进行。全身线圈的典型的结构是包括多个发送棒的笼形天线（鸟笼天线），所述发送棒布置为平行于纵向轴线围绕在检查时患者处于其内的断层成像设备的患者空间走向。在前端侧将天线棒分别环形地容性相互连接。迄今为止，通常的是在“CP模式”（圆形极化模式）中运行全身天线。为此，在发送天线的所有部件上，例如在笼形天线的所有发送棒上给出唯一的时间HF信号。通常，在此脉冲的传递以相同的幅值在各个部件上进行， 而其相位以与发送通道的几何形状相匹配的相移而错开。例如，在带有16个棒的笼形天线的情况中，这些棒分别以具有22.5°相移的相同的HF信号相位错开地控制。结果是在x平面/y平面内即垂直于在z方向上延伸的笼形天线的纵向轴线的平面内的圆形极化的高频场。此时也可以使得待发送的高频信号，即到来的高频脉冲的序列（在本发明的范围内称为“参考脉冲序列”）分别单独地在幅值和相位上通过复数发送比例因数修改。在此，天线也可一如既往地在“CP模式”中运行，即在所有发送通道中将幅值选择为相同的高度，且仅关注于与发送通道的几何形状匹配的相移。此外，根据检查对象也经常使用所谓的“EP模式”（椭圆极化模式），其中高频场在x平面/y平面内非圆形地极化，而是椭圆形地极化。使用哪个模式通常取决于待激励的体区域的形状。对于圆柱形对称的物体，即例如在拍摄头部区域内时经常选择CP模式，而对于更显椭圆形的形状，例如在检查胸部或腹部区域时则选择EP模式。EP模式的意义是补偿由于非圆对称的体形状所导致的B1场的不均匀性。此时也可以执行对此多通道高频发送系统的所谓的“B1匀场”。在此，基于患者特定的调整，以如下目的计算单独的发送比例因数，使得与目前标准的CP或EP模式相比实现特别均匀的激励。为计算发送比例因数，在此使用优化器，所述优化器将完美地均匀的希望的目标磁化m与理论上实现的实际磁化A·b的幅值偏差最小化：b=argbmin(||A·b-m||2+β2||b||2)(1)在此，A是所谓的设计矩阵，所述设计矩阵由包括线性复数方程的方程组形成，在所述复数方程中涉及各个发送通道（天线棒）的空间发送轮廓以及所存在的B0场分布。此设计矩阵例如在W.Grissom等人的"SpatialDomainMethodfortheDesignofRFPulsesinMulticoilParallelExcitation",Mag.Res.Med.56,620-629,2006中描述。b(t)是要平行发送的HF曲线的向量，bc(t)=SFc·bR(t)，其中SFc是对于通道C=1,…,N的复数比例因数。如果得到等式（1）的解，即得到等式（1）中限定的“目标函数”的最小值，则希望的比例因数SF1,SF2,…,SFN即是结果。如在等式（1）中通常将所谓的Tikhonov规则化用作目标函数的扩展（在等式（1）中目标函数中的第二加数），使得解对于包括尽可能小的高频幅值的小向量b是优选的。因为高频电压在输出功率的计算中以平方出现，所以 以此方式在B1匀场时可降低患者的高频负荷（HF负荷）。HF负荷必须被限制，因为过高的HF负荷可能导致对于患者的损害。因此，一方面，通常在计划待发送的高频脉冲时事先计算患者的高频负荷且将高频脉冲选择为使得不达到确定的极限。在此，HF负荷在下文中理解为由于HF辐射所导致的生理学负荷且不理解为所施加的高频能量本身。用于HF负荷的典型的尺度是所谓的SAR值（SAR=SpecificAbsorptionRate，特异性吸收率），该值的单位为Watt/kg，这导致通过一定的HF脉冲功率对于患者的生物负荷。对于患者的全局SAR或HF负荷，根据IEC标准，例如在“第一级”中的标准值极限是4Watt/kg。此外，除预先计划之外，在检查期间通过磁共振系统上的合适的安全装置在运行中监测患者的SAR负荷，且如果HF负荷超过预先给定的标准则改变或中断测量。尽管如此，尽可能精确的计划是有意义的，以避免测量的中断事先，因为所述中断要求新的测量。等式（1）中的因数β在此是自由参数（所谓的Tikhonov参数），通过对其调节在求解时可在尽可能好的均匀性或尽可能低的HF负荷之间进行选择。在此已知的是HF负荷可局部地很不相同。这一点在于，高频脉冲由于B1匀场而以不同的幅值和相位被发送到各个通道中，且这些脉冲的叠加，即在检查对象中各处不同的相互抵消或增强不再是不重要的。因此，存在数个区域，其上HF负荷比在另外的区域内明显地局部更高。因此，在更新的方法中，在目标函数中进行对于所谓的局部HF负荷的监测，其中在特别限定的“虚拟观测点”（VOP，VirtualObservationPoints）上理论上计算HF负荷。局部HF负荷在此不理解为在一个位置上或在一个确定的体积单元内出现的HF幅值，而是理解为由此导致的能量负荷或通过HF辐射所导致的生理学负荷，例如具有SED值（SED=SpecificEnergyDose；比能量剂量）的形式或在确定的局部体积内例如在VOP上的SAR值的形式。在目标函数中所使用的HF局部负荷值可在此例如基于一个或多个局部SAR值或SED值。这例如对于通过合适的目标函数来自由地单独地确定高频脉冲bC(t)在DE102010015044A1中描述，在以下对于此VOP的计算（在该文献中称为“HotSpot”）可参考所述文献。如果根据等式（1）将目标函数与Tikhonov规则化中的局部HF负荷的监测联合使用，则在调节参数β时既不可进行HF负荷的大致的定性预测也 不可进行图像质量的大致的定性预测，即实际磁化与目标磁化的预计的偏差，而是仅可决定在优化中对于图像质量更强地加权还是对于降低HF负荷更强地加权。

技术实现要素：
因此，本发明的任务是提供替代的控制方法以及合适的脉冲优化装置，以其可实现允许更好的HF负荷的和/或图像质量的预测的B1匀场。此任务通过根据权利要求1的方法且通过根据权利要求10的脉冲优化装置解决。在根据本发明的用于控制具有如前所述允许多个原理上独立可控的、通过其在运行中平行地发送HF脉冲序列的高频发送通道的磁共振系统的方法中，如通常情况对于高频发送通道的多个，优选地对于所有高频发送通道预先给定共同的参考脉冲序列。此外，在HF脉冲优化方法中，通过考虑预先给定的目标磁化，对于高频发送通道的每个，确定单独的复数发送比例因数，以基于对于发送通道的参考脉冲序列计算HF脉冲序列，例如如前所解释放缩或倍乘对于所涉及的高频发送通道的参考脉冲序列。但根据本发明，现在在HF脉冲优化方法中在计算发送比例因数时至少在第一优化模式中与目标磁化偏差无关地制订目标函数。在此，根据按照等式（1）的常规目标函数中的第一项，目标磁化偏差又是理论上以在优化中确定的高频脉冲所实现的实际磁化与目标磁化的偏差的尺度。即在此涉及图像质量条件，所述条件表达了所力求的磁化可多好地实现。在HF脉冲优化方法中对于此目标磁化偏差的考虑替代地通过边界条件函数实现。在此第一优化模式中，例如目标函数可优选地构造为使其仅取决于HF负荷。对此的示例在后文中根据附图解释。换言之，至少在此第一运行模式中优选地实现图像质量条件和HF负荷条件的完全分离。如在后文中所示，令人惊奇地发现，以此方式一方面可实现可相对精确地预测的图像质量，且另一方面同时可实现HF负荷的明显降低。为此，仅要求以合适的方式设置目标函数和边界条件函数，且使用也能够考虑边界条件函数的所谓的“求解器”，即用于求解目标函数的优化程序。 此类所谓的“约束求解器”对于专业人员是已知的。带有此约束求解器的合适的程序模块例如是TheMathworksInc.,Natick(USA)公司的MathworkOptimizationToolbox中的“fmincon”优化器的内部点子算法。但基本上也可使用任何其他约束求解器。相应地，必须设计用于具有多个高频发送通道的磁共振系统的合适的脉冲优化装置，以在HF脉冲优化方法中至少在第一优化模式中与目标磁化偏差无关地制订目标函数，且替代地通过在HF脉冲优化方法中的边界条件函数考虑目标磁化偏差。相应地，根据本发明的磁共振系统除多个高频发送通道以及例如梯度系统、基本场磁体等的另外的通常的系统部件以及设计为为执行希望的测量而通过高频发送通道平行地发出HF脉冲序列的控制装置外，还具有根据本发明的脉冲优化装置。在此，脉冲优化装置可特别地是磁共振系统的控制装置的部分。但基本上脉冲优化装置也可处在例如通过网络与控制装置连接的外部计算机中，例如操作终端或其他用于应对高计算量过程的计算机。优选地，脉冲优化装置的至少主要部分形成为软件的形式。本发明因此也包括带有程序代码部分的计算机程序，所述计算机程序可直接载入到脉冲优化装置的和/或控制装置的存储器内，以当程序在脉冲优化装置和/或控制装置内运行时执行根据本发明的方法的所有步骤。此使用软件的实现方式的优点是，通过以合适的方式实施程序，也可修改目前的用于确定发送比例因数或用于B1匀场的装置，例如现有的磁共振系统的控制装置，以通过根据本发明的方式执行B1匀场。从属权利要求以及随后的描述包含了本发明的特别有利的扩展和构造，其中特别地一类权利要求也可类似于另一种权利要求类别的从属权利要求的来扩展。优选地，脉冲优化装置构造为使其也可在第二优化模式中运行。在HF脉冲优化方法的此第二优化模式中以经典方式制订目标函数，使得所述目标函数包括目标磁化偏差。但现在关注于使得目标函数不包括检查对象的HF负荷值且作为替代通过边界条件函数考虑HF负荷值。在此第二优化模式中，也优选地关注于使得目标磁化偏差和HF负荷条件的完全分离在不同的函数中实现。为此，特别优选的是在HF脉冲优化方法开始前或开始时采集优化模式指标，且然后基于此根据第一优化模式或第二优化模式执行HF脉冲优化方法。此优化模式指标可例如通过磁共振系统的脉冲优化装置或控制装置的合适的接口采集。特别地，在此可涉及使用者接口，操作者可通过所述使用者接口预先给定优化模式指标。替代地，也可通过控制协议预先给定优化模式指标，在所述控制协议中也含有用于待执行的测量的主要的另外的参数，且所述控制协议在测量进行中逐渐被自动完成、预先给定。优选地，在目标函数或边界条件函数中考虑的HF负荷是HF局部负荷值，其中考虑了局部地在确定的位置存在的高频负荷，且如在DE102010015044A1中所解释。但这不排除作为替代也将全局HF负荷值，例如在整个患者身体上平均的HF负荷值，或将考虑了HF局部负荷值以及全局负荷值的组合的HF负荷值在HF脉冲优化方法中使用在目标函数中或边界条件函数中。边界条件函数优选地选择为使其限定了确定的参数的参数值与相对参考参数值的允许偏差。在此，预先给定的偏差可以是零值，即在边界条件函数中预先给定的相对参考参数值必须被精确地遵守。但也可规定，例如在边界条件函数中监测的参数的在优化方法中所达到的参数值必须总是处在参考参数值以下等。例如，在其中在边界条件函数中考虑目标磁化偏差的第一优化模式中，参数值是实际的目标磁化偏差。在此情况中，限定了目标磁化偏差与相对参考目标磁化偏差的最大偏差。而在其中应在边界条件函数中考虑高频负荷值的第二优化模式中，则限定了HF负荷值与相对参考HF负荷值的最大偏差。相对参考参数值，即相对参考目标磁化偏差或相对参考HF负荷值在此理解为例如可涉及磁共振系统的另外的运行模式的值。就此而言这是有意义的，因为在B1匀场的情况中，仅确定实际上取决于目标磁化且特别地取决于HF负荷但总是不取决于在B1匀场中可变的参考脉冲序列的比例因数。因此，优选地，参考参数值基于所涉及的参数在基础激励模式中可达到的参数值来限定。“基础激励模式”在此理解为分别对于所涉及的检查根据现有的规定无B1匀场而使用的标准模式，即例如在头部检查时为CP模式，且在腹部检查时为EP模式。换言之，在此总是与以发送通道上的高频脉冲序列可达 到的值进行比较，所述高频序列基于相同的参考脉冲序列但带有对应于所涉及的检查的基础激励模式的比例因数。为此，优选地在HF脉冲优化方法开始之前或开始时采集关系值，且然后参考参数值基于所述关系值相对于所涉及的参数的在基础激励模式中可达到的参数值被限定。此关系值可例如是因数或百分比值，以确定应达到确定的相对参考参数值的多少份额。因此，这可例如通过关系值借助于边界条件预先给定，使得在头部范围内进行测量（否则此测量将在CP模式中执行）时，B1匀场应进行为使得至少以与在CP模式中相同的程度达到目标磁化。例如在第二优化模式中也可确定使得HF负荷例如应比在通常的CP模式中低40%，其中这通过边界条件函数控制，且通常在图像质量方面进行优化。已表明，根据本发明的方法在应用于简单的2通道系统时已具有明显的功效，在所述应用情况中例如仅提供了两个带有相互以90°布置的馈入位置的鸟笼天线，如在许多目前已在临床中存在的系统中那样。通过根据本发明所建议的略微的修改，因此在此系统中也可已经实现明显的改进。但发送通道的数量不受本发明限制。附图说明本方面在下文中通过参考附图根据实施例再次详细解释。各图为：图1示出了根据本发明的磁共振设备的实施例的示意性图示，图2示出了用于解释B1匀场的图，图3示出了根据本发明的方法的实施例的可能的流程的流程图，图4示出了带有在第一优化模式中借助于根据本发明的HF脉冲优化方法得到的相对目标磁化偏差和相对HF负荷值的表格，图5示出了带有在第二优化模式中借助于根据本发明的HF脉冲优化方法得到的相对目标磁化偏差和相对HF负荷值的表格。具体实施方式在图1中粗略示意地图示了根据本发明的磁共振设备1或磁共振系统。所述磁共振系统一方面包括实际的磁共振扫描器2，所述磁共振扫描器2带有位于其内的检查空间8或患者隧道8。卧榻7可驶入到此患者隧道8内，使得位于其上的患者O或被测试者在检查期间可在磁共振扫描器2内的确 定的位置上相对于布置在所述磁共振扫描器2内的磁体系统和高频系统被支承，或也可在测量期间在不同的位置之间移动。磁共振扫描器2的关键的部件是：基本场磁体3，带有磁场梯度线圈的梯度系统4以在x方向、y方向和z方向中激励任意的磁场梯度，以及全身高频线圈5。在检查对象O内所感应的磁共振信号的接收可通过全身线圈5进行，通常也以全身线圈5发送用于感应磁共振信号的高频信号。但通常此信号以处在检查对象O上或下的局部线圈6接收。所有这些部件对于专业人员是完全已知的，且因此在图1中仅粗略地示意性图示。全身高频线圈5在此具有所谓的鸟笼天线的结构形式，且具有N个平行于患者隧道8走向的且在围绕患者隧道8的圆周上均布的单个的天线棒。所述单独的天线棒在端侧分别容性地环形连接。天线棒在此作为单个的发送通道S1、…、SN可由控制装置10分开地控制。在此，控制装置10可为控制计算机，所述控制计算机可也包括多个如需要也空间上分开地且通过合适的电缆等相互连接的单个的计算机。通过终端接口17将此控制装置10与终端20连接，操作者通过所述终20端控制整个设备1。在本情况中，此终端20构造为带有键盘、一个或多个显示屏以及例如鼠标等另外的输入设备的计算机，使得可为操作者提供图形用户界面。控制装置10除了别的之外具有梯度控制单元11，所述梯度控制单元11又可包括多个子部件。通过此梯度控制单元11将单个的梯度线圈与控制信号SGx、SGy、SGz连接。在此是梯度脉冲，所述梯度脉冲在测量期间在精确地提供的时间位置处且受到精确地预先给定的时间历程。控制装置10此外包括高频发送/接收单元12。此高频发送/接收单元12也包括多个子部件，以分别分开地且平行地在各个发送通道S1、…、SN上，即在全身高频线圈5的各个可控制的天线棒上提供高频脉冲。通过高频发送/接收单元12也可接收磁共振信号。但通常这借助于局部线圈6进行。以此局部线圈6接收的信号被HF接收单元13读取且处理。由HF接收单元13或由全身线圈通过HF发送/接收单元12所接收到的磁共振信号作为原始数据RD传递到重构单元14上，所述重构单元14由此重构图像数据BD且将其存储在存储器16内和/或在接口17上传递到终端20，使得操作者可观察所述图像数据BD。图像数据BD也可通过网络NW在另外的位置上存储和/ 或显示和评估。梯度控制单元11、高频发送/接收单元12和用于局部线圈6的接收单元13分别通过测量控制单元15协调地控制。所述测量控制单元15通过相应的指令负责通过合适的梯度控制信号SGx、SGy、SGz发送希望的梯度脉冲序列GP，且平行地控制HF发送/接收单元12，使得发出多通道脉冲序列b，即在各个发送通道S1、…、SN上平行地将相匹配的高频脉冲提供到全身线圈5的各个发送棒上。此外必须负责使得在相匹配的时刻通过HF接收单元13读取在局部线圈6上的磁共振信号，或通过HF发送/接收单元12读取在全身线圈5上的可能的信号，且将所述信号进一步处理。测量控制单元15将相应的信号特别是将多通道脉冲序列b提供到HF发送/接收单元12上且将梯度脉冲序列GP提供到梯度控制单元11上，这取决于在控制协议P中预先给定的控制序列进行。在此控制协议P中存储了在测量期间必须调节的所有控制数据。通常，在存储器16内存储了多个用于不同的测量的控制协议P。此控制协议P通过终端20由操作者选择，且如需要也可改变，以将相匹配的控制协议P供实际希望的测量使用，测量控制单元15能以所述控制协议P工作。此外，操作者也可通过网络NW例如从磁共振系统1的制造商处调取控制协议P，且如需要修改和使用所述控制协议P。作为基础的此磁共振测量的流程和用于控制的所述部件对于专业人员是已知的，因此在此不再详细论述。此外，此磁共振扫描器2以及所属的控制装置10也可还具有多个另外的部件，所述另外的部件在此也不详细解释。在此处应注意的是，磁共振扫描器2也可具有另外的结构，例如带有侧向打开的患者空间，且原理上高频全身线圈不必构造为鸟笼天线。关键的仅是磁共振扫描器2具有多个分开地可控制的发送通道S1、…、SN，在最简单的情况中具有两个发送通道。控制装置的测量控制单元在此例如具有软件模块形式的参考脉冲生成模块18，所述参考脉冲生成模块18首先根据控制协议P中的规定产生参考脉冲序列bR，所述参考脉冲序列bR以匹配的方式向梯度线圈发送。此脉冲序列bR首先传递到脉冲优化装置19上，所述脉冲优化装置19也可作为软件模块构建在测量控制单元15内。此脉冲优化装置19用于以根据本发明的方式在HF脉冲优化方法或B1匀场方法中对于高频发送通道S1、…、SN的 每个确定单独的复数发送比例因数SF1、…、SFN。此B1匀场方法或HF脉冲优化方法OV在图2中再次示意性地图示。如从图中可见，一方面将参考脉冲序列bR传递到脉冲优化装置19，所述脉冲优化装置19如在后文中根据图3所解释确定复数发送比例因数SF1、SF2、SF3、…、SFN。所述复数发送比例因数如示意性地图示与参考脉冲序列bR相乘，以获得各个脉冲序列b1、b2、b3、…、bN，所述脉冲序列然后一起形成通过高频发送/接收单元12发送出的多通道脉冲序列b。替代地，脉冲优化装置19例如也可与测量控制单元15分开地构造，或作为高频发送/接收单元12的部分，使得例如与复数发送比例因数SF1、SF2、SF3、…、SFN的相乘根据硬件进行。也可使参考脉冲生成模块18作为分开的装置或例如作为高频发送/接收单元12的部分。但此B1匀场方法和所要求的装置对于专业人员在基本原理上是已知的。与已知的B1匀场方法不同，根据本发明的方法根据优选的实施例包括如下可能性，即将HF脉冲优化在至少两个不同的优化模式OM1、OM2中执行，其中在两个优化模式OM1、OM2中分别进行目标磁化偏差即图像质量条件和HF负荷条件在目标函数和边界条件函数中的完全分离或反之。这根据图3详细解释。优化方法在步骤I处首先以输入优化模式指标OMI开始。这可例如由操作者通过终端20在测量开始时进行，或当操作者调取协议P时且与实际测量匹配时。替代地，此优化模式指标OMI也可作为值已存在于控制协议P内且可然后例如由操作者按希望改变。在步骤II中，然后基于此优化模式指标OMI决定优化方法在第一优化模式指标OM1还是在第二优化模式指标OM2中执行。在第一优化模式OM1中执行步骤III.1和IV.1，在第二优化模式OM1中执行步骤III.2和IV.2。在此步骤的情况中，分别确定目标函数fZ和边界条件函数fC，所述目标函数和边界条件函数然后在步骤V中以常规的方式被使用，以确定最佳的发送比例因数SF1、…、SFN。为此，可在步骤V中使用常规的约束求解器，例如在前文中所描述的TheMathworksInc的求解器fmincon。如果选择第一优化模式OM1，则使用目标函数fZ，所述目标函数fZ与图像质量值无关，即特别地在此目标函数fZ不包括说明了实际磁化与希望的 目标磁化m之间的偏差多强的目标磁化偏差Δm。作为替代，在边界条件函数内部使用目标磁化偏差Δm。为此，在步骤III.1中采集关系值rΔm，所述关系值rΔm说明优化方法的结果与在对于各检查以基础激励模式进行的测量（即例如在CP模式或EP模式的测量）中达到的目标磁化偏差Δm的重合程度如何，例如在多大百分比下重合。对于在步骤V中随后的优化的函数的精确制订，即提供给约束求解器的两个函数的制订在步骤IV.1中进行。目标函数发fZ（SB）在此取决于高频负荷值SB。对于此目标函数的示例为如下函数：b=argbmin(f(SEDloc))(2)SEDloc是局部SED值SEDloc,h的局部负荷向量（单位为[Ws/kg]）。在检查对象O的身体中的VOP（VirtualObservationPoint）h上的此局部SED值SEDloc,h以如下等式描述：N是独立的发送通道的数量。ρh是患者在VOPh处的密度，单位为kg/m3，且c和c'是运行变量，所述运行变量从1至N（=发送通道的数量）运行。值ZZhcc'是所谓的敏感性矩阵ZZ的各个元素。在等式（3）中，此敏感性矩阵ZZ对于每个VOPh包含敏感性值，所述敏感性值与HF场的幅值相乘代表了所涉及的VOP内的E场，且因此形成了高频曲线的幅值到VOP内的实际能量负荷的转换因数。即当观察30个此VOP时，根据等式（3），HF局部负荷向量SEDloc包括30个向量元素。TCC'是HF脉冲序列的HF曲线的互相关：在此，Δt是单位为s的采样间隔。此互相关因此给出在确定的位置处，HF脉冲序列的HF曲线在叠加时被增强还是降低。敏感性矩阵ZZ和目标函数可例如存储在控制装置10的存储器16内，且在需要时从该处调取。敏感性矩阵可例如事先通过在体模型上的仿真确定。用于确定此敏感性矩阵和局部SED值SEDloc的方法例如在DE102009024077中描述，其内容在此完整地合并。在此，对于不同的体型，例如不同身材的患者，也可存储不同的敏感性矩阵。此外，对于另外的解释也参考 DE102010015044A1，其中也使用了局部负荷向量。在等式（2）中的局部负荷函数项f（SEDloc）可不同地构造。例如，在此可以是平方最大范数max2（SEDloc）。这导致将局部SED向量的关键的最大值即最大的热点最小化。在优选的变体中，设置f(SEDloc)=║SEDloc║2。这导致从列表中的关键的VOP取出HF能量，且将能量提供给另外的不关键的VOP，因为通过使用平方范数║║2，总体上在优化时实现将局部SED向量距零点的平方距离最小化。现在，边界条件函数fC(Δm)则取决于目标磁化偏差Δm。对此的示例例如是如下等式：|||A·b|-|m|||2=rΔm·|||A·b|-|m|||2CP/EP(6)在此，等式的左侧给出以实际在优化中计算的发送比例因数可达到的目标磁化偏差值Δm=║│A·b│-│m│║2，其值应等于在基础激励模式即在CP模式或EP模式中可达到的目标磁化偏差值Δm=║│A·b│-│m│║2CP/EP与关系值rΔm相乘。对于基础激励即CP模式或EP模式的等式部分，在此在等式（6）中且在下文中通过下标CP/EP指示。作为等式的替代，在此也可选择不等式，即例如这样进行优化，使得所达到的目标磁化偏差值总是小于在CP模式或EP模式中的目标磁化偏差值与关系值rΔm的乘积。为解释且为证明根据本发明的方法的良好的功能性，可考虑三个示例，其中参考图4中的表内的值。在第一列中分别给出了具有因数形式的用于根据等式（3）的边界条件函数的关系值rΔm。在第二列中以百分比给出在根据第一优化模式的HF脉冲优化方法的情况下在优化之后所达到的相对目标磁化偏差Δmopt与在基础激励模式中即例如在以CP模式或EP模式中的检查之后可达到的目标磁化偏差ΔmB的比值。负号（目标磁化偏差的降低）因此表示图像质量的改进。在第三列中给出了通过优化方法达到的（相对）HF负荷SBopt与在基础激励模式中出现的HF负荷SBB的比值，且又以相对于在基础激励模式中的HF负荷SBB的百分比偏差（符号-相应于HF负荷的降低）的形式给出。在图4中具体给出的高频负荷值SB分别是具有║SEDloc║2的形式的局部SED负荷值，如结合等式（3）所解释的。在第一行中选择关系值rΔm=1，即目标磁化偏差且因此图像质量应相对于标称的基础激励模式不变。相应地，在发送带有优化的发送比例因数的HF脉冲时的目标磁化偏差和在使用基础激励模式中的通常的发送比例因数时的目标磁化偏差之间的差异如所要求为0%。但从最后一列中显见，高频负荷通过优化相对于基础激励模式可降低42%。对于进一步的实验，使用关系值rΔm=1.05，这表示带有优化脉冲的目标磁化偏差相对于基础激励模式中的目标磁化偏差提高5%。因此，在优化之后，相对于在基础激励模式中的目标磁化偏差的差异为+5%，如从第二列中的值可见的。但现在为平衡，如从第三列中可见，相对于基础激励模式的HF负荷节省总计达到50.4%。因此，如果操作者认为在基础激励模式即例如CP模式或EP模式中图像质量足够好，且甚至仍可变差5%而不影响图像的评估，则也可选择此1.05的关系值rΔm，以有利于降低HF负荷。对于第三个实验，选择关系值rΔm=0.95，这导致图像质量改进5%，如从第二列中目标磁化偏差的值为-5.0%的相对改变可见。虽然在此通过边界条件甚至达到了图像质量的改进，但仍达到与通常的基础激励模式相比的15.8%的高频负荷降低，如从第三列可见。如在图4中的表内的值所示，使用根据本发明的方法，可在第一优化模式中由操作者精确地规定与目前经典的基础模式相比操作者希望图像质量如何。但在每个此情况中，即使在图像质量改进时，也可达到在高频负荷方面的明显的节约。而如果在步骤I（见图3）中选择对应于第二优化模式OM2的优化模式指标OMI，则首先在步骤III.2中采集关系值rSB，所述关系值rSB随后在步骤IV.2中用于基于高频负荷构建边界条件函数。在此优化模式OM2中，因此目标函数fZ(Δm)取决于目标磁化偏差Δm来选择，与目前也通用的那样类似。此目标函数可例如如下形成：b=argbmin(|||A·b|-|m|||2)(7)与等式（1）的比较显示，此目标函数对应于目前经典的目标函数，差异在于现在HF负荷不再在目标函数fZ自身内被一起考虑。作为替代，HF负荷在边界条件函数fC(SB)内被考虑。具体的边界条件函数在此可见下式：此边界条件函数基本上又等于局部负荷向量SEDloc的监测（为此，也将等式（3）与在此所给出的标记及其解释进行对比）。当然现在不使用通过敏感性矩阵ZZhcc'和互相关Tcc'所给出的局部负荷向量SEDloc（即VOP的）的局部SED值的欧式范数║SEDloc║2。作为替代，在等式（8）中考虑各个VOP的最大值，即监督，在带有最强的局部负荷的VOP处是否不超过预先给定的最大值。在此，左侧又给出了以优化的发送比例因数达到的局部负荷向量的最大值，且右侧（由通过下标CP/EP指示）给出了如以经典的CP或EP发送模式达到的最大值乘以关系值rSB。对此第二优化模式OM2，又在表中给出了三个示例测量，如在图5中所图示。表在此类似于图4中图示的表，差异在于现在在第一列中给出相对于HF负荷的关系值rSB。在此实施例中，在最后列中所给出的高频负荷值SB也是具有║SEDloc║2的形式的局部SED负荷值，如结合等式（3）所解释的。在第一行中，对于第一测量采取关系值rSB=1。即此测量执行为使得HF负荷相对于常规的基础激励模式中的即CP模式或EP模式中的HF负荷不允许改变，这又以第一行的最后列中的所达到的0%的值所示。但在借助于根据等式（7）的目标函数的优化的情况下，实现了使目标磁化偏差Δm降低-6.2%，即图像质量相应地改进，这从第一行的中间值给出。在对于第二行的测量中预先给定关系值rSB=1.2，即允许HF负荷在优化后比在基础激励模式中高20%，这通过最后列中的+20%的值图示。在此，达到了比在第一情况中更高的图像质量改进，即改进了7.1%，这又从中间列中可见。最后的实验中预先给定关系值rSB=0.8，即通过边界条件函数确定使得HF负荷在发送比例因数的优化之后必须低于基础激励模式中的值20%，这对应于最后列中的-20%的数字。即使在此情况中，通过优化方法也达到了4.6%的图像质量改进。也在第二优化模式OM2中因此显示，由此实现了HF负荷的改进以及同时实现了图像质量的改进，其中在第二模式中，所达到的HF负荷与经典的基础激励相比的相对值可由操作者调节。操作者因此如果事先精确地知道希望达到如何的高频负荷时或知道更高的HF负荷仍是完全可以的时，操作者可特别地使用此第二优化模式OM2。当发出不与特别高的高频负荷相关的 序列即当参考脉冲序列已不涉及很高的HF负荷时，可考虑此情况。以此方式，操作者仍可实现与例如第一优化模式中相比更高的图像质量改进，但其中操作者可确保高频负荷不过强地升高。以上的示例显示如何以很简单的手段通过根据本发明的方法已可达到患者的HF负荷的降低但仍可达到图像质量改进。最后，再次注意的是在前述详细方法和构造是实施例，且基本原理也可在另外的部分中由专业人员改变而不偏离通过权利要求所预先给定的本发明的范围。为完整性起见，也应注意，定冠词“一”或“一个”的使用不排除所涉及的特征也可多重地存在。概念“单元”或“模块”不排除它们包括多个如需要也可空间上分开的部件。附图标号列表1磁共振设备/磁共振系统2磁共振扫描器3基本磁体4梯度系统5全身高频线圈6局部线圈7卧榻8检查空间/患者隧道10控制装置11梯度控制单元12高频发送/接收单元13HF接收单元14重构单元15测量控制单元16存储器17终端接口18参考脉冲生成模块19脉冲优化装置20终端O患者/检查对象P控制协议NW网络BD图像数据RD原始数据GP梯度脉冲序列SGx、SGy、SGz控制信号b多通道脉冲序列bR参考脉冲序列b1、…、bN脉冲序列S1、…、SN发送通道SF1、…、SFN发送比例因数m目标磁化OVHF脉冲优化方法OMI优化模式指标OM1第一优化模式OM2第二优化模式fZ目标函数fC边界条件函数Δm目标磁化偏差SB高频负荷值rΔm关系值rSB关系值Δmopt优化之后的目标磁化偏差ΔmB在基础激励模式中的目标磁化偏差SBopt优化之后的HF负荷SBB在基础激励模式中的HF负荷